EP0011528B1 - Pièces d'ostéosynthèse et leur préparation - Google Patents

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EP0011528B1
EP0011528B1 EP79400767A EP79400767A EP0011528B1 EP 0011528 B1 EP0011528 B1 EP 0011528B1 EP 79400767 A EP79400767 A EP 79400767A EP 79400767 A EP79400767 A EP 79400767A EP 0011528 B1 EP0011528 B1 EP 0011528B1
Authority
EP
European Patent Office
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compositions according
lactic acid
matrix
copolymer
polymer
Prior art date
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Expired
Application number
EP79400767A
Other languages
German (de)
English (en)
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EP0011528A1 (fr
Inventor
Michel Vert
François Chabot
Jean Leray
Pascal Christel
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Centre National de la Recherche Scientifique CNRS
Original Assignee
Centre National de la Recherche Scientifique CNRS
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Publication date
Application filed by Centre National de la Recherche Scientifique CNRS filed Critical Centre National de la Recherche Scientifique CNRS
Publication of EP0011528A1 publication Critical patent/EP0011528A1/fr
Application granted granted Critical
Publication of EP0011528B1 publication Critical patent/EP0011528B1/fr
Expired legal-status Critical Current

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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L31/00—Materials for other surgical articles, e.g. stents, stent-grafts, shunts, surgical drapes, guide wires, materials for adhesion prevention, occluding devices, surgical gloves, tissue fixation devices
    • A61L31/04—Macromolecular materials
    • A61L31/06—Macromolecular materials obtained otherwise than by reactions only involving carbon-to-carbon unsaturated bonds
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets
    • A61B17/56—Surgical instruments or methods for treatment of bones or joints; Devices specially adapted therefor
    • A61B17/58—Surgical instruments or methods for treatment of bones or joints; Devices specially adapted therefor for osteosynthesis, e.g. bone plates, screws, setting implements or the like
    • A61B17/68—Internal fixation devices, including fasteners and spinal fixators, even if a part thereof projects from the skin
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/40—Composite materials, i.e. containing one material dispersed in a matrix of the same or different material
    • A61L27/44—Composite materials, i.e. containing one material dispersed in a matrix of the same or different material having a macromolecular matrix
    • A61L27/48—Composite materials, i.e. containing one material dispersed in a matrix of the same or different material having a macromolecular matrix with macromolecular fillers
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L31/00—Materials for other surgical articles, e.g. stents, stent-grafts, shunts, surgical drapes, guide wires, materials for adhesion prevention, occluding devices, surgical gloves, tissue fixation devices
    • A61L31/12—Composite materials, i.e. containing one material dispersed in a matrix of the same or different material
    • A61L31/125—Composite materials, i.e. containing one material dispersed in a matrix of the same or different material having a macromolecular matrix
    • A61L31/129—Composite materials, i.e. containing one material dispersed in a matrix of the same or different material having a macromolecular matrix containing macromolecular fillers
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets
    • A61B2017/00004—(bio)absorbable, (bio)resorbable, resorptive
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L2430/00—Materials or treatment for tissue regeneration
    • A61L2430/02—Materials or treatment for tissue regeneration for reconstruction of bones; weight-bearing implants

Definitions

  • the subject of the present invention is new pieces of osteosynthesis, as well as their preparation.
  • the invention more particularly relates to osteosynthesis parts, in particular plates, screws, nails, pins and plugs, produced with a biocompatible plastic material and fully absorbable in vivo, which are in the form of composite parts. They have sufficient mechanical properties to provide effective and safe aid to the traumatized skeleton, for long enough times to allow the repair and consolidation of fractures including for long bones. They also have good bioresorbability, sufficient to avoid a second surgical intervention often necessary to remove the osteosynthesis parts when they are metallic.
  • plastic materials derived from polyesters of ⁇ -hydroxyacetic acid (or glycolic acid) of high molecular weights have been described in US Patent No. 2,668,162 and those derived from polyesters of lactic acid have been described in US Patent No. 2,703,316.
  • osteosynthesis parts made of hydroxyacetic acid polyester has been described in US Patent No. 3,739,773, as well as the reinforcement of these parts by manufacturing composites with non-absorbable elements by the body.
  • French Patent No. 2,364,644 describes a material for bone prosthesis.
  • This non-composite material made of absorbable biocompatible polymer, contains a filler capable of promoting bone regrowth.
  • compositions for use in bone surgery as composite osteosynthesis parts in the form of a three-dimensional solid, based on resorbable biocompatible polymer characterized in that they consist of a poly- lactic acid or a copolymer thereof, said matrix containing reinforcing elements, embedded in the matrix, consisting of a homopolymer of polyglycolic acid or a copolymer thereof, and optionally containing a filler capable of stimulate the resorption of the polymer in favor of a newly formed fabric.
  • PGA degrades far too quickly after implantation in the body (according to the applicant's experiences, it is possible to observe very clear signs of attack after 2 weeks). Consequently, the PGA cannot absolutely guarantee safe aid, that is to say keep excellent mechanical properties, and in particular impact resistance for long enough times to ensure the repair of the parts of the skeleton. heavy mammals.
  • Poly lactic acid in particular L-lactic poly-acid, made up of polymers of high molecular weights, is a good plastic material comparable to the best usual plastics, even in a normally humid atmosphere, provided that the low molecular weight products and avoid prolonged stays at high temperatures. Under these conditions, PLA is a good plastic, biocompatible and bioresorbable but much more slowly than PGA. In particular, it retains much of its mechanical properties for at least two months.
  • PLA has a melting point of 175 ° C, therefore significantly lower than that of PGA (220 ° C) or copolymers thereof with a low comonomer content (207 ° C for example for the 10% copolymer of lactide).
  • PLA provides sufficient basic resilience and good stability in vivo while PGA strengthens the matrix without being damaged or damaged during molding, which is very important, and is initially protected from the living environment where it is easily attacked.
  • PGA strengthens the matrix without being damaged or damaged during molding, which is very important, and is initially protected from the living environment where it is easily attacked.
  • the resorption of the matrix becomes faster after the reinforcing elements initially embedded in the matrix have become apparent.
  • the invention also relates to a process for the preparation of an osteosynthesis part as defined above, characterized in that the polymer constituting the matrix and the elements is introduced by alternating layers, into a compression mold reinforcement, which the whole is compressed to a sufficient pressure, for example from 20 to 500 kg / cm 2 (1.96 x 10 6 to 4.9 x 10 7 Pa) at a suitable temperature which can generally vary from 170 to 200 ° C approximately, for a time of a few minutes, preferably less than 7 min approximately, and generally between 30 seconds and 7 minutes, to give it the desired shape and dimensions, which are then rapidly cooled and unmolded when the temperature is below 50 ° C.
  • a sufficient pressure for example from 20 to 500 kg / cm 2 (1.96 x 10 6 to 4.9 x 10 7 Pa) at a suitable temperature which can generally vary from 170 to 200 ° C approximately, for a time of a few minutes, preferably less than 7 min approximately, and generally between 30 seconds and 7 minutes, to give it the desired shape and dimensions, which are then rapidly
  • the L-lactide monomer is purified by recrystallization from ethyl acetate and then from acetone until a specific rotary power is obtained [a] 58925 at least equal to - 300 ° (solution in benzene).
  • the monomer and the catalyst are introduced into the polymerization reactor (Zn powder in an amount of 0.05% by weight relative to the monomer).
  • a very careful degassing is carried out using a vacuum pump (1 to 2 mm Hg) and purging 3 times with nitrogen or argon.
  • the reactor is sealed under vacuum and then placed at 140 ° C for 20 days, ensuring stirring as long as the viscosity of the medium allows.
  • the mass of polymer is reduced to chips a few tenths of a mm thick in order to carry out a solid-liquid extraction with acetone for 24 hours.
  • the polymer, freed from low molecular weight products, is dried for 48 hours in a vacuum oven at 50 ° C. Finally, it is kept away from humidity.
  • the biodegradable reinforcement (fabric, mat, braid %) is impregnated for 1 hour with a chloroform solution containing 10% PLA. Then it is dried under vacuum at 40 ° C for 24 hours to remove the solvent and traces of moisture.
  • the fabric is made from wires of polyglycolic acid with a diameter of 0.1 mm, marketed by Robert & Carrière under the name Ercedex 8.
  • the warp is made up of threads spaced 1 mm apart while the weft is made up of contiguous threads.
  • PLA powder beds obtained according to Example 1 and layers of reinforcing fabric are introduced alternately.
  • the powdered tricalcium phosphate is dried for 24 hours at 60 ° C.
  • the PLA obtained according to Example 1 is introduced into a ball mill, then the tricalcium phosphate, at a rate of 1% by weight relative to the weight of the PLA. Grinding is carried out for 10 min then the mixture obtained is dried under reduced pressure for 24 hours at 40 ° C.
  • Example 2 a composite part is produced according to the method described in Example 2, using as PLA matrix polymer loaded with tricalcium phosphate.
  • the part was given the form of an osteosynthesis plate having the appropriate dimensions.
  • the matrix consists of PLA obtained according to Example 1.
  • the reinforcing element consists of a PGA fabric in the form of a tube. Said tube is placed so that it is completely embedded in the PLA of the matrix.
  • Osteosynthesis nails have also been produced in which the reinforcing element consists of PGA filaments arranged in a spiral.

Description

  • La présente invention a pour objet de nouvelles pièces d'ostéosynthèse, ainsi que leur préparation.
  • L'invention a plus particulièrement pour objet des pièces d'ostéosynthèse, notamment plaques, vis, clous, broches et fiches, réalisées avec un matériau plastique biocompatible et entièrement résorbable in vivo, qui se présentent sous la forme de pièces composites. Elles présentent des propriétés mécaniques suffisantes pour apporter une aide efficace et sûre au squelette traumatisé, pendant des temps suffisamment longs pour permettre la réparation et la consolidation de fractures y compris pour des os longs. Elles présentent également une bonne biorésorbabi- lité, suffisante pour permettre d'éviter une seconde intervention chirurgicale souvent nécessaire pour enlever les pièces d'ostéosynthèse lorsque celles-ci sont métalliques.
  • Les matériaux plastiques dérivés des polyesters d'acide a-hydroxy-acétique (ou acide glycolique) de hauts poids moléculaires ont été décrits dans le brevet US n° 2.668.162 et ceux dérivés des polyesters de l'acide lactique ont été décrits dans le brevet US n° 2.703.316.
  • Les matériaux à base de polyester d'acide a-hydroxy-acétique (PGA) ont été reconnus comme biocompatibles, biorésorbables et aptes à donner des sutures chirurgicales biorésorbables (brevet US n° 3.297.033).
  • L'utilisation des pièces d'ostéosynthèse faites de polyester d'acide hydroxy-acétique (PGA) a été décrite dans le brevet US n° 3.739.773, de même que le renforcement de ces pièces par fabrication de composites avec des éléments non absorbables par l'organisme.
  • Le brevet US n° 3.982.543 décrit un fil de suture en PGA renforcé à l'aide d'un revêtement obtenu par immersion d'un copolymère d'acide glycolique et d'acide lactique. Ce brevet ne suggère pas des pièces massives composites avec une matrice en polymère à base d'acide lactique, et des pièces de renforcement en PGA.
  • Le brevet français n° 2.364.644 décrit un matériau pour prothèse osseuse. Ce matériau non composite, en polymère biocompatible résorbable, contient une charge susceptible de favoriser la repousse osseuse.
  • La présente invention a pour objet des compositions pour utilisation en chirurgie osseuse comme pièces d'ostéosynthèse composites ayant la forme d'un solide tridimensionnel, à base de polymère biocompatible résorbable, caractérisées par le fait qu'elles sont constituées par une matrice en poly-acide lactique ou en un copolymère de celui-ci, ladite matrice contenant des éléments de renfort, noyés dans la matrice, constitués d'un homopolymère d'acide polyglycolique ou d'un copolymère de celui-ci, et contenant éventuellement une charge capable de stimuler la résorption du polymère au profit d'un tissu néoformé.
  • Les pièces d'ostéosynthèse de l'invention présentent encore les caractéristiques suivantes :
    • - Le poly-acide lactique constituant la matrice doit avoir une haute pureté optique de façon à posséder un degré de stéréo-régularité et de cristallinité élevé. On utilise soit un polymère de l'acide D-lactique, soit, de préférence, un polymère de l'acide L-lactique. La pureté énantiomé- trique doit être supérieure à 90 %.
  • On peut également utiliser des copolymères biodégradables de l'acide lactique et d'un comonomère compatible. Parmi ces comonomères, on peut citer des dérivés d'a-hydroxy-acides, des dérivés d'a-amino-acides, par exemple des carboxy-anhydrides d'a-amino-acides tels que ceux de l'alanine ou des lactones telles que la β-méthyl propiolactone. Les copolymères d'acide lactique utilisables englobent les stéréo-copolymères qui sont des copolymères des acides L- et D-lactiques. D'une façon générale, les copolymères d'acide lactique utilisés sont ceux qui contiennent suffisamment de motifs acide lactique pour posséder un degré de cristallinité élevé. Ces copolymères contiennent, en nombre de motifs, au moins 90 % et de préférence au moins 95 %, de motifs de dérivés de l'acide lactique afin de pouvoir conserver des propriétés mécaniques suffisantes pendant un temps approprié après mise en place de la pièce d'ostéosynthèse ;
    • - les éléments de renfort sont présents à raison de 5 à 50 %, en particulier de 10 à 40 % en poids, par rapport au poids total de la pièce d'ostéosynthèse ;
  • Les pièces d'ostéosynthèse de l'invention peuvent encore présenter les caractéristiques suivantes, prises isolément ou en combinaison :
    • - la matrice est obtenue au départ d'un homopolymère ou d'un copolymère d'acide lactique, de masse moléculaire élevée, tel que Mp soit supérieure ou égale à 80 000 ou, de préférence, à 100 000 ;
    • - les éléments de renfort sont constitués par un homopolymère ou un copolymère d'acide glycolique, de masse moléculaire élevée tel que Mp soit supérieure ou égale à 10 000, et généralement comprise entre 10 000 et 100 000. Les copolymères sont ceux obtenus avec des comonomères compatibles et biorésorbables, par exemple l'acide lactique ou le lactide, et ses formes optiquement actives. De préférence, les copolymères à base d'acide glycolique utilisés comme éléments de renfort contiennent en nombre de motifs, au moins 90 % de motifs dérivés de l'acide glycolique.
  • De tels polymères peuvent être préparés selon des procédés analogues à ceux décrits par exemple dans les brevets US n° 2.676.945 et 3.297.033 ;
    • - les éléments de renfort noyés dans la matrice ont la forme de fibres, de fils, de films, de tissus, de tresses ou de mats. Il est important que ces éléments soient bien noyés dans la matrice, sans apparaître à la surface de la pièce d'ostéosynthèse. Ils doivent donc être disposés à distance de cette surface ;
    • - lesdites pièces d'ostéosynthèse se présentent sous la forme de plaques, de clous ou de vis, ou sous forme de blocs solides à mouler ou à usiner ;
    • - lesdites pièces d'ostéosynthèse renferment une charge constituée de produits contenant l'un au moins des ions calcium, magnésium, sodium, potassium, phosphate, borate, carbonate ou silicate, ladite charge étant de préférence présente à raison de 0,5 à 5 % en poids par rapport au poids total de la pièce d'ostéosynthèse.
  • Comme indiqué ci-dessus en connaissait déjà des pièces d'ostéosynthèse à base de PGA.
  • Toutefois, le PGA se dégrade beaucoup trop vite après implantation dans l'organisme (d'après les expériences de la demanderesse, il est possible d'observer des signes très nets d'attaque au bout de 2 semaines). En conséquence le PGA ne peut pas assurer de manière absolue une aide sûre, c'est-à-dire garder d'excellentes propriétés mécaniques, et en particulier de résistance au choc pendant des temps suffisamment longs pour assurer la réparation des parties du squelette de mammifères lourds.
  • Le poly-acide lactique (PLA), en particulier le poly-acide L-lactique, constitué de polymères de hauts poids moléculaires, est un bon matériau plastique comparable aux meilleurs plastiques usuels, même en atmosphère normalement humide, à condition d'éliminer les produits de faible masse moléculaire et d'éviter des séjours prolongés à haute température. Dans ces conditions le PLA est un bon plastique, biocompatible et biorésorbable mais beaucoup plus lentement que le PGA. En particulier, il conserve une grande partie de ses propriétés mécaniques pendant au moins deux mois.
  • Il est moins cristallin que le PGA et a de ce fait une meilleure résistance au choc, comparable à celle des plastiques reconnus comme résilients.
  • Enfin le PLA a un point de fusion de 175 °C, donc nettement inférieur à celui du PGA (220 °C) ou des copolymères de celui-ci à faible teneur en comonomères (207 °C par exemple pour le copolymère à 10 % de lactide).
  • Par conséquent, en renforçant une matrice de PLA par des fils ou autres renforts en PGA, on tire le maximum des propriétés de chacun en évitant les inconvénients ; le PLA apporte une résilience de base suffisante et une bonne stabilité in vivo tandis que le PGA renforce la matrice sans être détérioré ou endommagé au moulage, ce qui est très important, et se trouve initialement protégé du milieu vivant ou il est facilement attaqué. En outre, la résorption de la matrice devient plus rapide après que les éléments de renfort initialement noyés dans la matrice sont devenus,apparents.
  • On obtient ainsi :
    • - une matrice qui ne détériore pas le tissu ou les éléments (fibres, mat, etc.) de renfort biodégradable, ceux-ci ayant un point de fusion beaucoup plus élevé et, par conséquent, n'étant que faiblement dégradés thermiquement au moulage, ce qui assure l'efficacité du renfort ;
    • - des pièces composites qui conservent une forte proportion de leur résilience au choc même après deux mois d'implantation in vivo ;
    • - des pièces dont la résilience, de même que la résistance à la traction, est beaucoup plus élevée que celles des pièces non composites en PLA ou PGA ;
    • - des pièces qui peuvent être moulées ou usinées à partir d'éléments moulés au voisinage du point de fusion du poly-L-lactide (175 °C) par compression avec refroidissement rapide, ce qui limite considérablement la dégradation thermique qui fait apparaître de courtes chaînes dont les groupements terminaux favorisent la dégradation par hydrolyse tant à l'air qu'in vivo ;
    • - des pièces dont la matrice est constituée par un matériau renfermant peu de polymères de bas poids moléculaire, parce que ceux-ci sont éliminés physiquement avant la mise en oeuvre et parce que l'on évite d'en former par dégradation au moulage ou que l'on en minimise la formation ;
    • - des pièces dont la résistance au choc est considérablement améliorée par le fait que le tissu de renfort est initialement protégé du milieu biologique, et par le fait que la matrice et le renfort adhèrent l'une à l'autre de façon satisfaisante par suite d'une préimprégnation ;
    • - des pièces stérilisables à l'oxyde d'éthylène à froid, ce qui constitue dans le cas présent la meilleure méthode, et notamment la moins dégradante, contrairement aux méthodes utilisant la chaleur ou les rayonnements ionisants ;
    • - des pièces manipulables à l'air ou même en atmosphère humide à température ordinaire sans précautions particulières pendant des durées classiques d'interventions chirurgicales.
  • L'intérêt de ces pièces renforcées est très grand notamment pour les plaques et clous d'ostéosynthèse qui travaillent en flexion et au choc.
  • L'invention a également pour objet un procédé de préparation d'une pièce d'ostéosynthèse telle que définie précédemment, caractérisé par le fait que l'on introduit par couches alternées, dans un moule à compression, le polymère constituant la matrice et les éléments de renfort, que l'on comprime l'ensemble à une pression suffisante, par exemple de 20 à 500 kg/cm2 (1,96 x 10 6 à 4,9 x 107 Pa) à température convenable pouvant généralement varier de 170 à 200 °C environ, pendant un temps de quelques minutes, de préférence inférieur à 7 min environ, et généralement compris entre 30 secondes et 7 minutes, pour lui donner la forme et les dimensions désirées, que l'on refroidit ensuite rapidement et que l'on démoule lorsque la température est inférieure à 50 °C.
  • Il est clair pour l'homme de l'art que les conditions du moulage dépendent de trois variables qu'il convient d'équilibrer : la pression, la température et le temps de chauffage. Dans le cas présent, il est important de limiter le temps de séjour à chaud des polymères, afin d'éviter ou de minimiser leur dégradation. Il convient en outre d'opérer à la température la plus basse possible, en tenant compte toutefois, bien entendu, des capacités de compression du moule utilisé.
  • Les exemples suivants illustrent l'invention sans toutefois la limiter :
    • Exemple 1 Préparation de poly-L-acide lactique
  • Le monomère L-lactide est purifié par recristallisation dans l'acétate d'éthyle puis dans l'acétone jusqu'à obtention d'un pouvoir rotatoire spécifique [a]58925 au moins égal à - 300° (solution dans le benzène).
  • Dans le réacteur de polymérisation, on introduit le monomère et le catalyseur (poudre de Zn à raison de 0,05 % en poids par rapport au monomère). On procède à un dégazage très soigné à l'aide d'une pompe à vide (1 à 2 mm de Hg) et en purgeant 3 fois par de l'azote ou de l'argon. Le réacteur est scellé sous vide puis placé à 140 °C pendant 20 jours en assurant une agitation tant que la viscosité du milieu le permet. Après refroidissement complet, on réduit la masse de polymère en copeaux de quelques dizièmes de mm d'épaisseur afin de procéder à une extraction solide-liquide par l'acétone pendant 24 heures. Le polymère, débarrassé des produits de faibles masses moléculaires est séché pendant 48 heures dans une étuve à vide à 50 °C. Finalement, il est conservé à l'abri de l'humidité.
    • Exemple 2 Moulage d'une pièce avec renfort de PGA
  • Le renfort biodégradable (tissu, mat, tresse...) est imprégné pendant 1 heure par une solution de chloroforme contenant 10% de PLA. Puis il est séché sous vide à 40 °C pendant 24 heures afin d'éliminer le solvant et les traces d'humidité.
  • Dans un moule à compression préchauffé à 190 °C introduit par couches alternées le PLA (matrice) et les éléments de renfort. Les dimensions des éléments de renfort, ainsi que leur position dans la matrice sont choisies de telle sorte qu'ils soient complètement noyés dans la matrice. Puis on comprime lentement en faisant croître la pression jusqu'à 200 kg/cm2 (1,96 x 107 Pa) en une minute. On maintient cette pression pendant 2 minutes, la température étant toujours fixée à 190 °C. Finalement, on refroidit rapidement et on démoule lorsque la température est inférieure à 50 °C.
  • Selon ce mode opératoire, on a procédé au moulage d'une pièce renforcée par un tissu biodégradable. Le tissu est réalisé à partir de fils en acide polyglycolique d'un diamètre de 0,1 mm, commercialisé par Robert & Carrière sous la dénomination Ercedex 8.
  • La chaîne est constituée par des fils espacés de 1 mm tandis que la trame est constituée de fils jointifs.
  • Dans un moule à compression on introduit alternativement des lits de poudre de PLA, obtenu selon l'exemple 1, et des couches de tissu de renfort.
  • Après compression, on obtient un disque de 6 mm d'épaisseur dans lequel on découpe 2 éprouvettes entaillées IZOD.
  • On a mesuré la résilience du matériau ainsi obtenu, qui est égale à 90 kg/cm2.
    • Exemple 3 Moulage d'une pièce chargée au phosphate tricalcique et renforcée par des fibres de PGA
  • Le phosphate tricalcique en poudre est séché pendant 24 heures à 60 °C. Dans un broyeur à billes on introduit le PLA obtenu selon l'exemple 1, puis le phosphate tricalcique, à raison de 1 % en poids par rapport au poids du PLA. On procède au broyage pendant 10 min puis le mélange obtenu est séché sous pression réduite pendant 24 heures à 40 °C.
  • Finalement, on réalise une pièce composite selon le procédé décrit à l'exemple 2, en utilisant comme polymère de matrice le PLA chargé avec le phosphate tricalcique. On a donné à la pièce la forme d'une plaque d'ostéosynthèse ayant les dimensions appropriées.
    • Exemple 4 Préparation de clous d'ostéosynthèse
  • Ces clous, de forme et de dimensions usuelles, sont préparés par moulage selon un procédé analogue à celui de l'exemple 2.
  • La matrice est constituée de PLA obtenu selon l'exemple 1. L'élément de renfort est constitué par un tissu de PGA en forme de tube. On dispose ledit tube de façon qu'il soit entièrement noyé dans le PLA de la matrice.
  • On a également réalisé des clous d'ostéosynthèse dans lesquels l'élément de renfort est constitué par des filaments de PGA disposés en spirale.

Claims (20)

1. Compositions pour utilisation en chirurgie osseuse comme pièces d'ostéosynthèse composites, ayant la forme d'un solide tridimensionnel, à base de polymère biocompatible résorbable, caractérisées par le fait qu'elles sont constituées par une matrice enlpoly-acide lactique ou en un copolymère de celui-ci, ledit copolymère comprenant, en nombre de motifs, au moins 90 % de motifs dérivés de l'acide lactique, ladite matrice contenant des éléments de renfort, noyés dans la matrice, constitués d'un homopolymère ou d'un copolymère d'acide polyglycolique, lesdits éléments de renfort ayant la forme de fils, de films, de tissus, de tresses ou de mats et étant présents à raison de 5 à 50 % en poids par rapport au poids total de la composition, et qu'elles contiennent éventuellement une charge capable de stimuler la résorption du polymère au profit d'un tissu néoformé.
2. Compositions selon la revendication 1, caractérisées par le fait que la matrice est constituée par un polymère de l'acide D-lactique, ou de l'acide L-lactique, de haute pureté énantioméri- que.
3. Compositions selon la revendication 1, caractérisées par le fait que la matrice est constituée par un copolymère bio-résorbable de l'acide lactique et d'un comonomère compatible.
4. Compositions selon la revendication 3, caractérisées par le fait que ledit copolymère comprend 95 % de motifs dérivés de l'acide lactique.
5. Compositions selon l'une quelconque des revendications 3 et 4, caractérisées par le fait que ledit comonomère est choisi dans le groupe constitué par des dérivés d'a-hydroxy-acides, des dérivés d'a-amino-acides, notamment des carboxy-anhydrides d'a-amino-acides tels que ceux de l'alanine, et des lactones telles que la P-méthyl propiolactone.
6. Compositions selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisées par le fait que la matrice est obtenue au départ d'un poly-acide lactique ou d'un copolymère de celui-ci, de masse moléculaire élevée, telle que la masse moléculaire moyenne soit supérieure ou égale à 80 000.
7. Compositions selon la revendication 6, caractérisées par le fait que ladite masse moléculaire est supérieure ou égale à 100000.
8. Compositions selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisées par le fait que les éléments de renfort sont constitués par un polymère ayant une masse moléculaire supérieure ou égale à 10 000.
9. Compositions selon la revendication 8, caractérisées par le fait que ladite masse moléculaire est comprise entre 10000 et 100 000.
10. Compositions selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisées par le fait que les éléments de renfort sont réalisés en acide polyglycolique.
11. Compositions selon l'une quelconque des revendications 1 à 9, caractérisées par le fait que les éléments de renfort sont constitués en un copolymère de l'acide glycolique avec un comonomère compatible et biorésorbable.
12. Compositions selon la revendication 11, caractérisées par le fait que ledit comonomère est choisi dans le groupe constitué par l'acide lactique ou le lactide, et ses formes optiquement actives.
13. Compositions selon l'une quelconque des revendications 11 et 12, caractérisées par le fait que ledit copolymère à base d'acide glycolique utilisé comme élément de renfort contient, en nombre de motifs, au moins 90 % de motifs dérivés de l'acide glycolique.
14. Compositions selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisées par le fait qu'elles se présentent sous la forme de plaques, de clous ou de vis, ou sous forme de blocs solides à mouler ou à usiner.
15. Compositions selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisées par le fait qu'elle renferment une charge constituée de produits contenant l'un au moins des ions calcium, magnésium, sodium, potassium, phosphate, borate, carbonate et silicate.
16. Compositions selon la revendication 15, caractérisées par le fait que la charge est présente à raison de 0,5 à 5 % en poids, par rapport au poids total de la pièce d'ostéosynthèse.
17. Procédé de préparation d'une composition selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé par le fait que l'on introduit par couches alternées, dans un moule à compression, le polymère constituant la matrice et les éléments de renfort, que l'on comprime l'ensemble à une pression et température convanables pendant un temps de quelques minutes, pour lui donner la forme et les dimensions désirées, que l'on refroidit ensuite rapidement et que l'on démoule lorsque la température est inférieure à 50 °C.
18. Procédé selon la revendication 17, caractérisé par le fait que ladite pression peut varier de 20 à 500 kg/cm2 (1,96 x 106 à 4,9 x 107 Pa).
19. Procédé selon l'une quelconque des revendications 17 et 18, caractérisé par le fait que ladite température peut varier de 170 à 200 °C.
20. Procédé selon l'une quelconque des revendications 17 à 19, caractérisé par le fait que le temps de compression est inférieur à 7 minutes et généralement compris entre 30 secondes et 7 minutes.
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DE (1) DE2967395D1 (fr)
FR (1) FR2439003A1 (fr)

Cited By (25)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
FR2470605A1 (en) * 1979-12-06 1981-06-12 Ispytatelny Inst Med Bio-destructive material for bone fixation - comprises matrix of copolymer contg. hydrophilic and hydrophobic units and reinforcing fibres
EP0050215A1 (fr) * 1980-10-20 1982-04-28 American Cyanamid Company Modification de l'acide polyglycolique pour obtenir des propriétés physiques "in vivo" variables
EP0108635A2 (fr) * 1982-11-08 1984-05-16 Johnson & Johnson Products Inc. Dispositif absorbable pour la fixation des os
EP0146398A2 (fr) * 1983-12-19 1985-06-26 Southern Research Institute Procédé de fabrication de prothèses biodégradables et produits obtenus
WO1986000533A1 (fr) * 1984-07-10 1986-01-30 Rijksuniversiteit Te Groningen Implant osseux
EP0176711A1 (fr) * 1984-09-06 1986-04-09 Stanley L. Kampner Implant avec tige résorbable
EP0192068A1 (fr) * 1985-02-19 1986-08-27 The Dow Chemical Company Prothèses de tissu dur et leur procédé de préparation
FR2577807A1 (fr) * 1985-02-22 1986-08-29 Ethnor Materiau chirurgical composite absorbable, procede de preparation, prothese resorbable realisee a partir d'un tel materiau et utilisation d'une telle prothese
EP0204931A1 (fr) † 1985-05-08 1986-12-17 Biocon Oy Matériau composite résorbable pour des implants chirurgicaux et son procédé de fabrication
EP0209371A1 (fr) * 1985-07-17 1987-01-21 Ethicon, Inc. Dispositif de serrage chirurgical à base de mélanges de polymères riches en glycolide
EP0258692A2 (fr) * 1986-08-27 1988-03-09 American Cyanamid Company Prothèse chirurgicale
EP0260222A2 (fr) * 1986-08-05 1988-03-16 Synthes AG, Chur Ensemble d'implant pour ostéosynthèse
WO1988001853A1 (fr) * 1986-09-19 1988-03-24 Michel Audion Plaque d'osteosynthese
EP0274898A2 (fr) * 1986-12-27 1988-07-20 Ethicon, Inc. Implant
FR2612392A1 (fr) * 1987-03-19 1988-09-23 Audion Michel Composites biodegradables interrompus a resistance variable
GR880100012A (en) * 1987-01-13 1988-12-16 Materials Consultants Oy New surgical matters and dispositions
US4892516A (en) * 1982-05-07 1990-01-09 Merck Patent Gesellschaft Mit Beschrankter Haftung Surgical aid
DE3831657A1 (de) * 1988-09-17 1990-03-22 Boehringer Ingelheim Kg Vorrichtung zur osteosynthese und verfahren zu ihrer herstellung
AU607964B2 (en) * 1987-01-22 1991-03-21 Ethicon Inc. Bone screw
US5017627A (en) * 1980-10-09 1991-05-21 National Research Development Corporation Composite material for use in orthopaedics
EP0460439A2 (fr) * 1990-06-07 1991-12-11 American Cyanamid Company Article chirurgical déformable
US5084051A (en) * 1986-11-03 1992-01-28 Toermaelae Pertti Layered surgical biocomposite material
EP0499204A1 (fr) * 1991-02-12 1992-08-19 United States Surgical Corporation Implants médicaux bioabsorbables
US5360450A (en) * 1992-03-09 1994-11-01 Howmedica International Div.Ne Pfizer Italiana S.P.A. Prosthesis for the correction of flatfoot
US5676699A (en) * 1990-09-10 1997-10-14 Laboratorium fur experimentalle Chirurgie, Forschungsinstitut Bone regeneration membrane

Families Citing this family (118)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4496446A (en) * 1980-10-20 1985-01-29 American Cyanamid Company Modification of polyglycolic acid structural elements to achieve variable in-vivo physical properties
US4338926A (en) * 1980-11-21 1982-07-13 Howmedica, Inc. Bone fracture prosthesis with controlled stiffness
ATE37983T1 (de) * 1982-04-22 1988-11-15 Ici Plc Mittel mit verzoegerter freigabe.
US6656182B1 (en) 1982-05-20 2003-12-02 John O. Hayhurst Tissue manipulation
US4550449A (en) * 1982-11-08 1985-11-05 Johnson & Johnson Products Inc. Absorbable bone fixation device
FI69402C (fi) * 1983-09-20 1986-02-10 Materials Consultants Oy Osteosyntesanordning
GB8400932D0 (en) * 1984-01-13 1984-02-15 Geistlich Soehne Ag Bone fracture fixation plates
EP0342278B1 (fr) * 1984-03-06 1996-09-04 United States Surgical Corporation Méthode de préparation des compositions à deux phases pour accessoires chirurgicaux absorbables
US4595713A (en) * 1985-01-22 1986-06-17 Hexcel Corporation Medical putty for tissue augmentation
EP0227646A1 (fr) * 1985-06-14 1987-07-08 Materials Consultants Oy Dispositif chirurgical d'immobilisation d'os fractures
US5013315A (en) * 1985-07-12 1991-05-07 Minnesota Mining And Manufacturing Company Semiabsorbable bone plate spacer
US5061281A (en) * 1985-12-17 1991-10-29 Allied-Signal Inc. Bioresorbable polymers and implantation devices thereof
US5904717A (en) * 1986-01-28 1999-05-18 Thm Biomedical, Inc. Method and device for reconstruction of articular cartilage
US5133755A (en) * 1986-01-28 1992-07-28 Thm Biomedical, Inc. Method and apparatus for diodegradable, osteogenic, bone graft substitute device
US4744365A (en) * 1986-07-17 1988-05-17 United States Surgical Corporation Two-phase compositions for absorbable surgical devices
US4981696A (en) * 1986-12-22 1991-01-01 E. I. Du Pont De Nemours And Company Polylactide compositions
US4766182A (en) * 1986-12-22 1988-08-23 E. I. Du Pont De Nemours And Company Polylactide compositions
US4800219A (en) * 1986-12-22 1989-01-24 E. I. Du Pont De Nemours And Company Polylactide compositions
DE3708916A1 (de) * 1987-03-19 1988-09-29 Boehringer Ingelheim Kg Verfahren zur reinigung resorbierbarer polyester
JPH0781204B2 (ja) * 1987-04-21 1995-08-30 株式会社バイオマテリアルユニバ−ス ポリ乳酸繊維
US5227412A (en) * 1987-12-28 1993-07-13 Biomaterials Universe, Inc. Biodegradable and resorbable surgical material and process for preparation of the same
US4902515A (en) * 1988-04-28 1990-02-20 E. I. Dupont De Nemours And Company Polylactide compositions
US5424346A (en) * 1988-08-08 1995-06-13 Ecopol, Llc Biodegradable replacement of crystal polystyrene
US5180765A (en) * 1988-08-08 1993-01-19 Biopak Technology, Ltd. Biodegradable packaging thermoplastics from lactides
US5252642A (en) * 1989-03-01 1993-10-12 Biopak Technology, Ltd. Degradable impact modified polyactic acid
US5216050A (en) * 1988-08-08 1993-06-01 Biopak Technology, Ltd. Blends of polyactic acid
US6171338B1 (en) * 1988-11-10 2001-01-09 Biocon, Oy Biodegradable surgical implants and devices
US5342395A (en) * 1990-07-06 1994-08-30 American Cyanamid Co. Absorbable surgical repair devices
US5320624A (en) * 1991-02-12 1994-06-14 United States Surgical Corporation Blends of glycolide and/or lactide polymers and caprolactone and/or trimethylene carbonate polymers and absorbable surgical devices made therefrom
US6228954B1 (en) 1991-02-12 2001-05-08 United States Surgical Corporation Blends of glycolide and/or lactide polymers and caprolactone and/or trimethylene carbonate polymers and absorabable surgical devices made therefrom
US5247058A (en) * 1992-01-24 1993-09-21 Cargill, Incorporated Continuous process for manufacture of lactide polymers with controlled optical purity
US5258488A (en) * 1992-01-24 1993-11-02 Cargill, Incorporated Continuous process for manufacture of lactide polymers with controlled optical purity
US5247059A (en) * 1992-01-24 1993-09-21 Cargill, Incorporated Continuous process for the manufacture of a purified lactide from esters of lactic acid
US6005067A (en) 1992-01-24 1999-12-21 Cargill Incorporated Continuous process for manufacture of lactide polymers with controlled optical purity
US6326458B1 (en) 1992-01-24 2001-12-04 Cargill, Inc. Continuous process for the manufacture of lactide and lactide polymers
US5142023A (en) * 1992-01-24 1992-08-25 Cargill, Incorporated Continuous process for manufacture of lactide polymers with controlled optical purity
FR2689400B1 (fr) * 1992-04-03 1995-06-23 Inoteb Materiau pour prothese osseuse contenant des particules de carbonate de calcium dispersees dans une matrice polymere bioresorbable.
AU5296393A (en) * 1992-10-02 1994-04-26 Cargill Incorporated Paper having a melt-stable lactide polymer coating and process for manufacture thereof
US5338822A (en) * 1992-10-02 1994-08-16 Cargill, Incorporated Melt-stable lactide polymer composition and process for manufacture thereof
JP3447289B2 (ja) * 1992-10-02 2003-09-16 カーギル， インコーポレイテッド 溶融安定性ラクチドポリマー繊維及びその製造方法
US6005068A (en) * 1992-10-02 1999-12-21 Cargill Incorporated Melt-stable amorphous lactide polymer film and process for manufacture thereof
US5263991A (en) * 1992-10-21 1993-11-23 Biomet, Inc. Method for heating biocompatible implants in a thermal packaging line
US5702446A (en) * 1992-11-09 1997-12-30 Board Of Regents, The University Of Texas System Bone prosthesis
US5397816A (en) * 1992-11-17 1995-03-14 Ethicon, Inc. Reinforced absorbable polymers
US6387363B1 (en) 1992-12-31 2002-05-14 United States Surgical Corporation Biocompatible medical devices
US5944721A (en) * 1997-12-08 1999-08-31 Huebner; Randall J. Method for repairing fractured bone
US5342969A (en) * 1993-03-03 1994-08-30 E. I. Du Pont De Nemours And Company Recovery of hydroxycarboxylic acid values from poly(hydroxycarboxylic acids)
US5522841A (en) * 1993-05-27 1996-06-04 United States Surgical Corporation Absorbable block copolymers and surgical articles fabricated therefrom
US5403347A (en) * 1993-05-27 1995-04-04 United States Surgical Corporation Absorbable block copolymers and surgical articles fabricated therefrom
US5736160A (en) * 1993-10-28 1998-04-07 Thm Biomedical, Inc. Process and device for treating and healing a bone void
US6315788B1 (en) 1994-02-10 2001-11-13 United States Surgical Corporation Composite materials and surgical articles made therefrom
US5626611A (en) * 1994-02-10 1997-05-06 United States Surgical Corporation Composite bioabsorbable materials and surgical articles made therefrom
US5942496A (en) * 1994-02-18 1999-08-24 The Regent Of The University Of Michigan Methods and compositions for multiple gene transfer into bone cells
US5962427A (en) * 1994-02-18 1999-10-05 The Regent Of The University Of Michigan In vivo gene transfer methods for wound healing
US5763416A (en) * 1994-02-18 1998-06-09 The Regent Of The University Of Michigan Gene transfer into bone cells and tissues
US20020193338A1 (en) * 1994-02-18 2002-12-19 Goldstein Steven A. In vivo gene transfer methods for wound healing
US6074840A (en) * 1994-02-18 2000-06-13 The Regents Of The University Of Michigan Recombinant production of latent TGF-beta binding protein-3 (LTBP-3)
US5431679A (en) * 1994-03-10 1995-07-11 United States Surgical Corporation Absorbable block copolymers and surgical articles fabricated therefrom
US6551618B2 (en) 1994-03-15 2003-04-22 University Of Birmingham Compositions and methods for delivery of agents for neuronal regeneration and survival
US5626861A (en) * 1994-04-01 1997-05-06 Massachusetts Institute Of Technology Polymeric-hydroxyapatite bone composite
US5947893A (en) * 1994-04-27 1999-09-07 Board Of Regents, The University Of Texas System Method of making a porous prothesis with biodegradable coatings
US5981825A (en) 1994-05-13 1999-11-09 Thm Biomedical, Inc. Device and methods for in vivo culturing of diverse tissue cells
AU2952195A (en) * 1994-06-28 1996-01-25 Board Of Regents, The University Of Texas System Biodegradable fracture fixation plates and uses thereof
US6339130B1 (en) * 1994-07-22 2002-01-15 United States Surgical Corporation Bioabsorbable branched polymers containing units derived from dioxanone and medical/surgical devices manufactured therefrom
US5578662A (en) 1994-07-22 1996-11-26 United States Surgical Corporation Bioabsorbable branched polymers containing units derived from dioxanone and medical/surgical devices manufactured therefrom
CA2158420C (fr) 1994-09-16 2007-05-01 Mark S. Roby Polymeres absorbables et articles chirurgicaux fabriques a partir de ceux-ci
US6206908B1 (en) 1994-09-16 2001-03-27 United States Surgical Corporation Absorbable polymer and surgical articles fabricated therefrom
US5618313A (en) * 1994-10-11 1997-04-08 United States Surgical Corporation Absorbable polymer and surgical articles fabricated therefrom
US5997568A (en) * 1996-01-19 1999-12-07 United States Surgical Corporation Absorbable polymer blends and surgical articles fabricated therefrom
US5756651A (en) * 1996-07-17 1998-05-26 Chronopol, Inc. Impact modified polylactide
US6191236B1 (en) 1996-10-11 2001-02-20 United States Surgical Corporation Bioabsorbable suture and method of its manufacture
US7524335B2 (en) * 1997-05-30 2009-04-28 Smith & Nephew, Inc. Fiber-reinforced, porous, biodegradable implant device
AU738334B2 (en) 1997-05-30 2001-09-13 Osteobiologics, Inc. Fiber-reinforced, porous, biodegradable implant device
EP1007673B1 (fr) 1997-07-30 2008-12-17 Emory University Nouvelle proteine de mineralisation osseuse, adn, vecteurs et systemes d'expressions
US7923250B2 (en) 1997-07-30 2011-04-12 Warsaw Orthopedic, Inc. Methods of expressing LIM mineralization protein in non-osseous cells
US6241771B1 (en) * 1997-08-13 2001-06-05 Cambridge Scientific, Inc. Resorbable interbody spinal fusion devices
US6007565A (en) * 1997-09-05 1999-12-28 United States Surgical Absorbable block copolymers and surgical articles fabricated therefrom
US6277927B1 (en) 1997-11-26 2001-08-21 United States Surgical Corporation Absorbable block copolymers and surgical articles fabricated therefrom
US5957975A (en) * 1997-12-15 1999-09-28 The Cleveland Clinic Foundation Stent having a programmed pattern of in vivo degradation
JPH11203837A (ja) 1998-01-16 1999-07-30 Sony Corp 編集システムおよび編集方法
US6608170B1 (en) * 1999-03-31 2003-08-19 Cornell Research Foundation, Inc. Syndiotactic poly(lactic acid)
US6783529B2 (en) 1999-04-09 2004-08-31 Depuy Orthopaedics, Inc. Non-metal inserts for bone support assembly
US6296645B1 (en) 1999-04-09 2001-10-02 Depuy Orthopaedics, Inc. Intramedullary nail with non-metal spacers
US6358283B1 (en) 1999-06-21 2002-03-19 Hoegfors Christian Implantable device for lengthening and correcting malpositions of skeletal bones
US6228087B1 (en) 2000-01-31 2001-05-08 Depuy Orthopaedics, Inc. Fixation member for treating orthopedic fractures
US6808527B2 (en) 2000-04-10 2004-10-26 Depuy Orthopaedics, Inc. Intramedullary nail with snap-in window insert
US6719935B2 (en) 2001-01-05 2004-04-13 Howmedica Osteonics Corp. Process for forming bioabsorbable implants
EP1281724B1 (fr) * 2001-08-01 2006-01-11 Fuji Photo Film Co., Ltd. Article plastique biodégradable et procédé d'obtention
JP4190918B2 (ja) * 2003-03-11 2008-12-03 シャープ株式会社 真空処理装置
ATE510605T1 (de) 2003-03-14 2011-06-15 Univ Columbia Systeme und verfahren für auf blut basierende therapien mit einer membranlosen mikrofluid- austauschvorrichtung
US20060076295A1 (en) * 2004-03-15 2006-04-13 The Trustees Of Columbia University In The City Of New York Systems and methods of blood-based therapies having a microfluidic membraneless exchange device
US7309232B2 (en) * 2003-10-10 2007-12-18 Dentigenix Inc. Methods for treating dental conditions using tissue scaffolds
US7699879B2 (en) * 2003-10-21 2010-04-20 Warsaw Orthopedic, Inc. Apparatus and method for providing dynamizable translations to orthopedic implants
US20050085814A1 (en) * 2003-10-21 2005-04-21 Sherman Michael C. Dynamizable orthopedic implants and their use in treating bone defects
ATE540628T1 (de) * 2003-12-01 2012-01-15 Smith & Nephew Inc Humerusnagel mit einsatz zum fixieren einer schraube
US20050136764A1 (en) * 2003-12-18 2005-06-23 Sherman Michael C. Designed composite degradation for spinal implants
US7592431B2 (en) * 2004-02-26 2009-09-22 Immunovative Therapies, Ltd. Biodegradable T-cell Activation device
WO2005081982A2 (fr) 2004-02-26 2005-09-09 Immunovative Therapies, Ltd. Procedes de preparation de lymphocytes t pour therapie cellulaire
US7942913B2 (en) * 2004-04-08 2011-05-17 Ebi, Llc Bone fixation device
EP1804776A2 (fr) * 2004-09-30 2007-07-11 Cytori Therapeutics, Inc. Procedes de fabrication et d'utilisation de composites, d'echafaudages polymeres, et d'echafaudages composites
US9463012B2 (en) 2004-10-26 2016-10-11 P Tech, Llc Apparatus for guiding and positioning an implant
US7527640B2 (en) * 2004-12-22 2009-05-05 Ebi, Llc Bone fixation system
DE102005003188A1 (de) * 2005-01-20 2006-07-27 Restate Patent Ag Medizinisches Implantat aus einer amorphen oder nanokristallinen Legierung
US7410488B2 (en) 2005-02-18 2008-08-12 Smith & Nephew, Inc. Hindfoot nail
US7955364B2 (en) * 2005-09-21 2011-06-07 Ebi, Llc Variable angle bone fixation assembly
WO2007105067A1 (fr) * 2006-03-14 2007-09-20 Arterial Remodeling Technologies, S.A. Procédé destiné à commander le positionnement de stents polymères
GB0605114D0 (en) * 2006-03-14 2006-04-26 Isis Innovation Fibre-reinforced scaffold
JP5201635B2 (ja) * 2006-04-12 2013-06-05 アルテリアル・ルモンドラン・テクノロジー・エス・アー 生物活性部位を低減するためにポリマーステント表面を平滑化および再形成する改良された方法
EP2010104B1 (fr) * 2006-04-25 2018-09-05 Teleflex Medical Incorporated Composite de polymère et de phosphate de calcium et procédé de production de celui-ci
MX2008014732A (es) 2006-05-22 2009-04-07 Univ Columbia Sistemas y metodos de intercambio sin membrana microfluidica usando filtracion de corrientes de salida de fluidos de extraccion.
JP2010522620A (ja) * 2007-03-26 2010-07-08 ユニヴァーシティ オブ コネチカット エレクトロスパン・アパタイト／ポリマー・ナノ複合骨格
US20090112236A1 (en) * 2007-10-29 2009-04-30 Tyco Healthcare Group Lp Filament-Reinforced Composite Fiber
CA2714594A1 (fr) 2008-02-04 2009-08-13 Edward F. Leonard Dispositifs de separation de fluide, systemes et procedes
AU2009277252B2 (en) 2008-07-30 2014-01-16 Mesynthes Limited Tissue scaffolds derived from forestomach extracellular matrix
ES2648136T3 (es) 2011-05-03 2017-12-28 Immunovative Therapies, Ltd. Métodos para el manejo de drogas biológicas que contengan células vivientes
CN103687602A (zh) 2011-05-03 2014-03-26 免疫创新治疗有限公司 利用免疫疗法诱导il-12
US10149923B2 (en) 2013-01-15 2018-12-11 Tepha, Inc. Implants for soft and hard tissue regeneration
WO2019140438A1 (fr) 2018-01-15 2019-07-18 Sands Steven Saam Tiges intra-médullaires hybrides

Family Cites Families (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3463158A (en) * 1963-10-31 1969-08-26 American Cyanamid Co Polyglycolic acid prosthetic devices
US3739773A (en) * 1963-10-31 1973-06-19 American Cyanamid Co Polyglycolic acid prosthetic devices
US3626948A (en) * 1968-12-23 1971-12-14 American Cyanamid Co Absorbable polyglycolic acid suture of enhanced in-vivo strength retention
US3867190A (en) * 1971-10-18 1975-02-18 American Cyanamid Co Reducing capillarity of polyglycolic acid sutures
US3982543A (en) * 1973-04-24 1976-09-28 American Cyanamid Company Reducing capillarity of polyglycolic acid sutures
FR2364644B1 (fr) * 1976-09-20 1981-02-06 Inst Nat Sante Rech Med Nouveau materiau de prothese osseuse et son application
FR2384779A1 (fr) * 1977-03-25 1978-10-20 Roussel Uclaf Nouvelles oximes derivees de l'acide 3-chloro ou 3-methoxy 7-amino thiazolyl acetamido cephalosporanique, leur procede de preparation et leur application comme medicaments
ZA782039B (en) * 1977-05-23 1979-09-26 American Cyanamid Co Surgical articles

Cited By (39)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
FR2470605A1 (en) * 1979-12-06 1981-06-12 Ispytatelny Inst Med Bio-destructive material for bone fixation - comprises matrix of copolymer contg. hydrophilic and hydrophobic units and reinforcing fibres
US5017627A (en) * 1980-10-09 1991-05-21 National Research Development Corporation Composite material for use in orthopaedics
EP0050215A1 (fr) * 1980-10-20 1982-04-28 American Cyanamid Company Modification de l'acide polyglycolique pour obtenir des propriétés physiques "in vivo" variables
US4892516A (en) * 1982-05-07 1990-01-09 Merck Patent Gesellschaft Mit Beschrankter Haftung Surgical aid
EP0108635A2 (fr) * 1982-11-08 1984-05-16 Johnson & Johnson Products Inc. Dispositif absorbable pour la fixation des os
EP0108635A3 (en) * 1982-11-08 1985-05-29 Johnson & Johnson Products Inc. Absorbable bone fixation device
EP0146398A2 (fr) * 1983-12-19 1985-06-26 Southern Research Institute Procédé de fabrication de prothèses biodégradables et produits obtenus
EP0146398A3 (fr) * 1983-12-19 1986-09-24 Southern Research Institute Procédé de fabrication de prothèses biodégradables et produits obtenus
WO1986000533A1 (fr) * 1984-07-10 1986-01-30 Rijksuniversiteit Te Groningen Implant osseux
EP0176711A1 (fr) * 1984-09-06 1986-04-09 Stanley L. Kampner Implant avec tige résorbable
EP0192068A1 (fr) * 1985-02-19 1986-08-27 The Dow Chemical Company Prothèses de tissu dur et leur procédé de préparation
FR2577807A1 (fr) * 1985-02-22 1986-08-29 Ethnor Materiau chirurgical composite absorbable, procede de preparation, prothese resorbable realisee a partir d'un tel materiau et utilisation d'une telle prothese
EP0194192A1 (fr) * 1985-02-22 1986-09-10 Ethnor Matériau chirurgical composite absorbable, procédé de préparation, prothèse resorbable réalisée à partir d'un tel matériau, et utilisation d'une telle prothèse
EP0204931B2 (fr) † 1985-05-08 2001-03-14 Biocon Oy Matériau composite résorbable pour des implants chirurgicaux et son procédé de fabrication
EP0204931A1 (fr) † 1985-05-08 1986-12-17 Biocon Oy Matériau composite résorbable pour des implants chirurgicaux et son procédé de fabrication
EP0209371A1 (fr) * 1985-07-17 1987-01-21 Ethicon, Inc. Dispositif de serrage chirurgical à base de mélanges de polymères riches en glycolide
EP0260222A3 (en) * 1986-08-05 1988-09-07 Oscar Emil Dr. Med. Illi Implant set for osteosynthesis
EP0260222A2 (fr) * 1986-08-05 1988-03-16 Synthes AG, Chur Ensemble d'implant pour ostéosynthèse
US5129904A (en) * 1986-08-05 1992-07-14 Illi Oscar E Osteosynthetic implant
EP0258692A2 (fr) * 1986-08-27 1988-03-09 American Cyanamid Company Prothèse chirurgicale
EP0258692A3 (en) * 1986-08-27 1990-04-04 American Cyanamid Company Surgical prothesis
FR2604085A1 (fr) * 1986-09-19 1988-03-25 Audion Michel Plaque d'osteosynthese pour la contention et la reduction d'effondrement des planchers orbitaires
WO1988001853A1 (fr) * 1986-09-19 1988-03-24 Michel Audion Plaque d'osteosynthese
US5084051A (en) * 1986-11-03 1992-01-28 Toermaelae Pertti Layered surgical biocomposite material
EP0274898A3 (fr) * 1986-12-27 1989-10-11 Ethicon, Inc. Implant
EP0274898A2 (fr) * 1986-12-27 1988-07-20 Ethicon, Inc. Implant
GR880100012A (en) * 1987-01-13 1988-12-16 Materials Consultants Oy New surgical matters and dispositions
US4968317A (en) * 1987-01-13 1990-11-06 Toermaelae Pertti Surgical materials and devices
AU607964B2 (en) * 1987-01-22 1991-03-21 Ethicon Inc. Bone screw
FR2612392A1 (fr) * 1987-03-19 1988-09-23 Audion Michel Composites biodegradables interrompus a resistance variable
EP0360139A3 (fr) * 1988-09-17 1991-06-05 Boehringer Ingelheim Kg Dispositif d'ostéosynthèse et son procédé de fabrication
EP0360139A2 (fr) * 1988-09-17 1990-03-28 Boehringer Ingelheim Kg Dispositif d'ostéosynthèse et son procédé de fabrication
DE3831657A1 (de) * 1988-09-17 1990-03-22 Boehringer Ingelheim Kg Vorrichtung zur osteosynthese und verfahren zu ihrer herstellung
EP0460439A2 (fr) * 1990-06-07 1991-12-11 American Cyanamid Company Article chirurgical déformable
EP0460439A3 (en) * 1990-07-06 1992-03-25 American Cyanamid Company Deformable surgical device
US5676699A (en) * 1990-09-10 1997-10-14 Laboratorium fur experimentalle Chirurgie, Forschungsinstitut Bone regeneration membrane
EP0499204A1 (fr) * 1991-02-12 1992-08-19 United States Surgical Corporation Implants médicaux bioabsorbables
US5674286A (en) * 1991-02-12 1997-10-07 United States Surgical Corporation Bioabsorbable medical implants
US5360450A (en) * 1992-03-09 1994-11-01 Howmedica International Div.Ne Pfizer Italiana S.P.A. Prosthesis for the correction of flatfoot

Also Published As

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